【口腔医学总结】口腔材料概述

概述口腔材料学（scince of dental materials）是一门和口腔医学、生物学、医学工程学、材料学、化学、物理学等密切相关的交叉性边缘学科。它是研究口腔医学领域各种材料的组成、性能和应用，以及口腔与生物材料的互相关系，从而达到利用人工材料和制品，替代和恢复因各种原因造成的天然牙或骨缺损、缺失后的生理外形和重建已丧失的生物功能的一门学科。口腔材料学是口腔医学的重要组成部分。口腔材料涵盖了现代科学技术的许多方面，并随着整个社会的科学技术的进步而发展。其产品依托厚重的科学技术背景条件。现代口腔治疗水平的进步和提高，常伴有口腔材料的改进或新的口腔材料出现；而一种新的口腔材料的发展，也使口腔治疗、修复技术有了质的改变；因此，口腔医学和口腔材料学是相互促进，相互发展。作为一名现代口腔医师或口腔技师除了必须掌握口腔医学知识外，还要掌握口腔材料的基础知识，以及应用技术。只有基于对所用口腔材料的充分了解，掌握性能特点和应用要求后，才能完成高质量的口腔治疗和修复。一、 口腔材料学的发展简史 口腔材料的应用历史悠久，与口腔医师活动几乎是同时产生和发展的。口腔材料在口腔医疗实践活动中的应用历史，最早可以追溯到公元前2500年前，在埃及王朝墓葬中发现有用蜡、黏土和木制的假鼻、眼眶、耳和牙齿。公元前700500年已有了用黄金制作的牙冠及桥体。公元1世纪罗马的Celsus在拔除龋齿之前，曾用棉绒、铅和其他物质充填大的龋洞，避免在拔牙过程中牙齿破碎，这可能是最早的龋洞充填材料。在公元7世纪的中国，唐高宗时期颁布的唐新本草有用银膏补牙的记载，起银膏的主要成分为银、汞和锡，与现在和银汞合金成分很相似。据记载，公元10151122年间，人们用研碎的乳香、明矾和蜂蜜充填龋齿。约1480年，有意大利人开始用金箔充填龋洞。 多数学者认为近代牙科学开始于1728年法国Pierre Fauchard发表的专著，该著作涉及口腔医学的许多领域，论及了多种牙科修复料和操作技术，并包括以象牙制作义齿的方法。1756年Pfaff发表了以蜡分段制取口腔印模，并用煅石膏灌注模型的论文。1770年，Jean Darcent开始将低熔点合金用于牙科，1788年法国人Nicholas Dubois de Chamant发明了瓷牙修复技术，并于1792年获专利。1839年Charles Goodyear使用硫化橡胶制作义齿基托。 进入19世纪后，口腔材料发展迅速，先后发现了牙胶、氧化锌丁香酚水门汀和磷酸锌水门汀等材料，这些材料现在仍在广泛使用。在19世纪中叶发明了铜汞合金和银锡汞合金，并不断地加以改进，1895年Black提出了相应的洞型标准和工艺步骤，他在硫化橡胶用于基托制作害人面部赝复，陶瓷用于义齿和人工牙种植等方面也作了大量的研究。 在20世纪，随着科学技术的发展，新兴学科的出现，口腔材料也得到极大的发展，除对已有的材料进行改进，并建立了规范的标准同时还研制出了许多新的材料。1937年出现的丙烯树脂基托材料取代了硫化橡胶基托材料，是合成高分子材料在口腔医学领域应用最早的实例。50年代后期，温室硫化硅橡胶作用印模材料，5060年代金属烤瓷修复技术用于临床。1960年聚羧酸水门汀问世，1971年美国学者Wilson综合了磷酸锌水门汀和聚羟酸水门汀的优点而开发出玻璃离子水门汀。1963年美国学者R.L Bowen取得牙科复合树脂的专利。在复合树脂的应用逐渐扩大的同时，合成树脂类牙科粘结剂及粘结技术也迅速开发。60年代，Branemark提出骨整合理论，并吧钛和钛合金用于种植体，该研究获得极大成功，促进了口腔金属种植材料的发展。1960年多孔氧化铝陶瓷及其组织学研究报告发表，1978年羟基磷灰石等生物陶瓷作为植入材料应用于口腔临床，这些促进了对生物相容性和生物活性较好的陶瓷类种植材料研究。 随着口腔材料的不断发展，现在人们好不质疑口腔材料在口腔医学中的重要作用和地位，口腔材料学早就成为一门独立的学科。自1920年建立了口腔材料制品的第一项质量标准银汞合金的选择和分级规格以来，目前已经建立了各种口腔材料、器械和设备的国际标准。目前世界上（包括我国）已有相当数量的专门人才从事口腔材料学的研究和教学工作，国内许多口腔医学院内设立了专门的口腔材料学教研、研究室或中心，开设了口腔材料学课程，还授予这门学科硕士和博士学位；近年来一些综合性大学也开始了口腔材料的研究工作。在我国，口腔材料学已成为与口腔解剖生理学、口腔组织病理学并列的口腔专业主要的基础课程之一。二、 口腔材料的标准和标准话组织 口腔材料的标准（或称质量规格）是评价特定的口腔材料性能的技术文件，即对某种材料的性能提出具体的技术要求，当某种材料的质量标准确定之后，各生产厂家要向有关的质量管理部门申报，经测试确实符合标准后，才可以给予注册、投放市场。口腔医师必须对这些标准有一定的了解。 口腔材料的第一项标准是有美国国家标准局于1920年组织完成的牙科银汞合金标准，此后有关研究人员又进行了锻制合金、铸造合金等材料的研究。1928年改由美国牙科协会（American debtal association，ADA）组织者方面的工作，先后已制定60多项美国牙科协会标准，随着知识的更新及技术的发展，不断对已制定的标准进行修订和补充。国际牙科联盟（federation dentaire internationai，FDI）和国际标准化组织（international standards organization，ISO）等机构为此目标进行了大量工作。 ISO是一个国际性的、非政府性的组织，其分支机构牙科学技术委员会（technical committees 106，dentistry）简称ISO/TC106,dentistry。ISO的主要目的是制定国际标准化，106-dentistry的责任是为各种口腔材料、器械和设备制定标准化的专业技术术语、测试方法和质量规格。 1987年12月，中国国家技术质量监督局代表中国作为ISO标准委员会（简称TC99）行业标准的规划、制定和管理等工作的正式成员，负责我国口腔材料和器械设备的国家标准、口腔材料的分类。三、口腔材料的分类 现有口腔材料的品种繁多，加之新的口腔材料不断研发并应用于口腔临床，造成分类标准和分类方法不一。从科教、教学和临床应用的不同角度，可采用不同的分类方法。通常有以下几种分类法：（一）按材料主要应用临床科室分类 1、口腔内科材料 2、口腔颌面外科材料 3、口腔修复材料 4、口腔正畸材料 5、口腔预防保健操了（二）按材料性质分类 1、有机高分子材料 2、无机非金属材料 3、金属材料（三）按材料用途分类 1、印模材料 2、模型材料 3、义齿材料4、充填材料 5、粘结材料 6、种植材料 7、齿科预防保健材料此外还包括包埋材料、磨平抛光材料、衬层材料、颌面修复材料等。(四)按材料与口腔组织的接触方式分类 1、直接、暂时与口腔组织接触的材料 2、直接、长期与口腔组织接触的材料 3、间接与口腔组织接触的材料 （五）按材料的应用部位分类 1、非植入人体的材料 2、植入人体的材料 以上分类法各有侧重，各有优缺点。本教材突出高职教育的特点，体现实用性原则，并考虑到材料应用的习惯和逻辑关系，采用按材料主要应用临床科室分类进行分章，每章中又按照其用途或名称分为若干节。对多个临床科室用材料一般按其主要用途在某一章集中介绍。第二章 材料的性能 口腔材料的性能主要指其口腔临床应用并行使功能密切相关的性质，是保证口腔材料临床应用安全有效的基础。临床应用和实验室研究证明，材料的临床效果与材料的性质有着密切的关系。为了保证材料符合临床要求，ISO/TC 106及各国标准化组织研究制定了口腔材料性能技术标准，规定了不同口腔材料应满足的性能要求及技术标准。口腔材料在某方面互相交叉，难以严格分类。下面主要介绍描述口腔材料物理性能、机械性能、化学性能、生物性能等的一些概念。一、物理性能 （一）尺寸变化口腔材料在制作和使用过程中，由于物理及化学因素影响，引起长度或体积大小的变化，称为尺寸变化（dimensional change）,尺寸变化通常用长度或体积变化的百分数来表示。其表达式是：=L-LO/LO*100%式中:尺寸变化 LO:原长(mm) L：变化后的长度（mm） 口腔材料的尺寸稳定是材料的基础性能要求，具有重要的临床意义。如印模材料、模型材料的尺寸稳定性对修复体得制作精度有重要影响。充填材料固化期间的尺寸变化对充填体与窝洞之间的密合性也有很大影响。因此在研制印模材料。模型材料和充填材料时必须努力减少使用过程中尺寸变化。标准化组织根据临床需要对材料的尺寸变化做了相应规定，表1-1列举了几种材料在固化期间的尺寸变化的允许值。 （二）热膨胀 几乎所有的材料均受热时膨胀，冷却时收缩的现象。热膨胀系数（coefficient of thermalExpansion）是描述物体长度长度（或体积）随温度变化的物理量，当用长度的变化表示热膨胀系数时称为线胀系数（linear expansion coefficient）。通常测量材料的线热胀系数，其表达式为：L=1/LdL/dT 该式子使用于压强为恒量的条件下。式中：L：温度为T时的线胀系数（K-1） L：温度为T时式样的长度（mm） dL：物体长度的变化 dT：温度的变化 线胀系数的单位为每开尔文或负一次方开尔文，符号K-1图1-1为新鲜无龋齿牙根、牙冠的线胀系数。曲线上个点的微商除以试样长度所得的商即为相应温度下的线胀系数，由曲线可知：同种材料不同温度时的线胀系数不同。然而在实际应用中，测定某一温度范围的平均线胀系数更有意义。 为了便于测量，通常以环境温度时试样长度L0代替式中L，则温度范围在T1-T2时的线胀系数可表示为：=（L2-L2）/L0(T2-T1)式中：L：温度T1至T2范围内平均线胀系数（K-1） L0：环境温度时试样的长度（mm）L1：温度为T1时试样长度（mm）L2：温度为T2时试样长度（mm） 当用体积的变化表达热膨胀系数时，则称为体胀系数（cubic expansion coefficient）。表达式为：v=1/VdV/Dt式中：v：温度为T时的体胀系数（K-1） V：温度为T时试样的体积（mm3） dV：物体体积的改变 dT：温度的变化 体胀系数的单位为每开尔文或负一次方开尔文，符号为K-1.如果固体是各向同性的，则其v=3L。 口腔材料的热膨胀系数事材料性质的主要指标，对临床应用有很大影响。如包埋材料要求具有一定的热膨胀系数来补偿铸造合金在铸造过程中的修复体收缩，烤瓷材料和烤瓷合金热膨胀系数不匹配会影响瓷与合金的结合等。若充填体与牙体热膨胀系数有差别，也会在长期使用后出现充填体产生微裂或在充填体与窝洞之间产生缝隙，唾液及食物残渣等进入裂隙，引起继发龋及牙周炎。表1-2列出牙体组织及一些口腔材料的线胀系数。（三）热导性 热导性是物体传递热量的性能。热导率（thermal conductivity）又称导热系数（coefficient of thermal conductivity），是量度材料导热性能的物理量，起定义为面积热流量除以温度梯度。符号为，即温度梯度为1C/m，单位时间通过1m的热量（瓦特）。单位是瓦特每米开尔文，符号为W/（mK）。 在牙体修复时，为避免充填后牙齿在口腔环境中出现冷热刺激反应，口腔充填材料应具备较小的导热率，特别是接近牙髓的部位必须选用导热率低的材料，以隔绝温度变化对牙髓的刺激。在使用银汞合金等这类导热率远远大于牙齿硬组织的材料时，必须用导热率较低的水门汀垫底后才可充填。表1-3列出牙釉质、牙本质及部分口腔材料的导热率。（四）湿润性 液体在固体表面扩散的趋势称为液体对固体的湿润性(wettability)，湿润是粘结的必要条件。湿润性和物体的表面张力密切相关，表面张力是研究物体表面特性的物理量，指作用在物体表面上单位长度的力，单位为每米牛（N/m）。表面能是从能量的角度描述物体表面特征。 现实条件下物体的表面是指界面。液体的表面张力是指液体与空气界面的表面张力，符号是LV；固体的表面张力是指固体与空气界面的表面张力，符号为SV；固体与液体界面的表面张力则是SL。三种界面及产生的表面张力关系如下列公式表示：SV=SV+SLcos是指液体在固体表面的接触角当把液体滴在固体表面上，它可以铺展开来或取得一定形状而达到平衡。通过液滴与固体表面接触点作液滴曲面的切线，该切线与固、液界面之间的夹角，称为接触角。接触角越小，液体在固体表面湿润性越好，反之，越大，湿润性越差。当=0，表明液体对固体完全湿润或理想湿润;当=180时，表明液体对固体完全不湿润。图1-2所示为液体在固体表面形成的液滴。（五）流电性在电解质溶液中，异种金属相接触，由于不同金属之间的电位不同，将会出现电位差，导致微电流，这种性质称为流电性（galavnism），该现象称为电流现象。流电现象产生的原理同原电池原理。在口腔环境中唾液就类似电解质，当口腔内存在不同金属的修复体或金属充填物时，就会产生流电现象。表现为患者在咬合时，两修复体接触，相当于电池两级短路，有较大的电流产生即流电现象，患者感觉极为不舒服，同时还导致修复体的不断溶解、锈蚀（出现电化学）。因此，临床上应尽量避免不同种金属在口腔中接触。此外，同一种金属修复体由于加工中金属污染或不同部位所含各类元素浓度不同也会发生上述现象。银汞合金充填体在口腔中与硫化物、氯化物反应所引起的锈蚀、失去光泽、变色的现象也属于电流现象。（六） 色彩性口腔治疗,修复的目的不但要恢复软,硬组织的形态和功能，而且还要达到美观，和谐的效果。随着人们对口腔治疗的要求不断提高，修复体的自然，协调成为医师和患者关注的重要内容之一。物体的颜色是不同波长的可见光作用于眼睛的结果，任何色彩具备有三个基本要素，即色相，明度和彩度。 色相是指色彩的类型；明度是指色彩的明暗程度；彩度是指色彩的饱和度或纯度，它们相互作用而影响色彩。为了对色彩进行统一和规范，现多采用孟塞尔表色系作为国际上通用标准。天然牙的色彩除了和牙齿自身组织颜色有关外，还受到牙周组织，黏膜，皮肤，年龄，环境等因素的影响。一般通过仪器色法或比色法来测量牙齿的颜色，从而确定修复体的颜色，在测量时还会受到生理，心里作用的影响。在选择材料时，必须考虑材料的色彩性，同时还要考虑影响色彩的各类因素。 二、机械性能材料的机械性能或力学性能是指材料受到外力作用时所表现出来的形变和破坏等特性。形变是分子之间距离发生改变的宏观现象。分子距离减少产生斥力，分子距离增大产生引力。这些引力或斥力的矢量和称为内力。内力与外力共同保持材料受载状态下的平衡。内力与外力大小相等，方向相反。通过外力的研究来了解内力的规律是普遍采用的方法。（一）应力应力是描述物体内部各点各个方向的力学状态。单位面积所受的内力即为应力。材料受到外力或外载荷而产生的应力称为外应力，外力和应力大小相等，方向相反；材料内部结构或非外载荷变化产生的应力，称为内应力，如温度变化产生的应力。若外力均匀且垂直于受力面上，应力简化为：=F/S 式中：应力（MPa） F : 外力（N） S : 受力面积（m）当外力为拉力时，材料产生拉应力（tensile stress）;当外力为压力时，材料产生压应力（compressive stress）;当外力是剪切力时，材料产生剪切应力（shear stress）或切应力。 （二），应变应变（strain）是描述材料在外力作用下形状变化的量。口腔材料通常研究的是线应变（linear strain）,又叫正应变，简称应变。在研究正畸弓丝性能时还涉及角应变。应变可表示为：=L/L0式中：应变（可以用绝对值或百分比表示，如0.01或者1%） L:长度变化量（mm） L0:原长（mm）（三）应力-应变曲线研究材料的机械性能时，测量应力和其对应的应变作一曲线，为应力-应变曲线（stress-strain curves）。测定应力-应变曲线是研究材料性能的基本方法。对材料施加拉力、压力、剪切力或弯曲力均可得到应力-应变曲线（图1-4）。 下面对应力=应变曲线各段及应变点的含义进行描述。 1、比例极限（proportional limit）是材料受外力作用时，应用于应变能保持关系即符合胡克定律时的最大应力值。在图1-4中，即P点所对应的应力值，通常以P表示，单位与应力相同。P点的意义是材料应力不超过P时，其应力与应变呈现线性变化。E点对应值是弹性极限值，即材料不发生变化永久变形所能承受的最大应力值。材料在弹性形变阶段，其应力和应变成正比例关系（即符合胡克定律），其比例系数称为弹性模量（modulus of elasticity），也称杨氏模量（Youngs modulus），是材料刚性的指标，单位为N/mm。其表达式为：E=E/e式中：E：弹性模量（MPa）E：弹性极限时应力（MPa）E：弹性极限时应变 弹性模量越大，材料的刚性越大，材料越不易发生变形。在选择合适修复材料和充填材料，要考虑材料的用途和使用部位，如用于牙体修复或充填时，要选择弹性模量偏大，和牙釉质相近的合金或陶瓷等材料，可阻止咀嚼产生的应力使修复体或充填体出现过大的变形，而用于基托的材料则弹性模量可适当偏小，与口腔组织有较好的力学相容性。表1-4是牙体组织及一些齿科材料的弹性模量。2、弹性极限（elastic limit） 图1-4中OE阶段尽管应力与应变呈非线性变化，然而卸载后应变可完全恢复，此阶段称为弹性阶段。E点所对应的应力值称为弹性极限，是材料不发生永久形变所承受的最大应力，E点的意义是材料的应力不超过E时不发生塑性形变，去除应力，材料的形变可以回复。3、屈服强度（yield strength） 从应力应变曲线的Y点开始材料表现出塑性，即应力去除后，应变不能完全恢复。Y点称为屈服点，所应对的应力值称为屈服强度，记为y。表1-5是一些材料的屈服强度。4、极限强度（ultimate strength） 材料在断裂过程中产生的应力值称为极限强度，记为A。A可出现在断裂时，极限强度压缩强度；应力为剪切应力时，极限强度为剪切强度；应力为弯曲应力时，极限强度为挠曲强度（或弯曲强度）。从表1-6可知材料的拉伸强度和压缩强度有很大区别。如牙釉质、银汞合金或复合树脂其压缩强度远大于压缩强度。从以上分析可以看到，当应力达到屈服点Y时，材料会产生显著的塑性变形，当应力达到极限强度A时，材料会由于局部变形而导致断裂。因此屈服强度和极限强度是反映材料强度的两个重要指标。5、延伸率（elongation） 延伸率是材料受拉伸力作用直到断裂后所增加的长度与原长之比。可用下式计算：s=LL100式中：s：延伸率L：断裂后式样的绝对伸长（mm）L：试样的原始长度（mm）延伸率是材料延展性的标志，表示材料塑性变形的能力。6、回弹性（resilience）和韧性（toughness） 回弹性是使材料出现永久变单位体积所需要的量，反映材料抵抗永久变形的能力。韧性是材料断裂时单位体积所需的量，反映材料抵抗断裂的能力。在应力应变曲线上分别用弹性区及塑性区的面积表示，图1-5A、B中的阴影的面积分别表示了材料的回弹性和韧性。(四)硬度 硬度（hardness）是固体材料抵抗弹性形变、塑性变形或破坏的能力，或抵抗其中两种或三种情况同时发生的能力。是衡量材料软硬的一个指标。它表征材料表面局部区域抵抗压缩变形和断裂的能力。 按施加负荷情况，可将硬度试验分为静负荷试验和动负荷试验两大类。测定硬度多采用静负荷试验压入法，即以一定的载荷，将具有特殊形状的较硬的物体（压头）压入被测材料的表面，使材料表面产生局部塑性变形而形成压痕，以负荷与压痕的深度或表面积的关系表达不同的硬度。如布氏硬度（Brinell hardness）、洛氏硬度（Rockwell hardness）、维氏硬度（Vickers hardness）、努普硬度（Knoop hardness）等。动负荷试验是在动负荷作用下，使压头冲击材料来测硬度，如肖氏硬度（Shere hardness）等。 布氏硬度试验是用一定直径的淬火钢球，在一定负荷作用下压入被测材料表面，维持一定一定时间后，测量压痕面积，压痕面积除负荷得到布氏硬度值，符号是BHN，单位为帕卡斯（Pa）。该方法的优点是试验数据稳定，重复性强；压痕面积大，能反映较大范围内材料的平均性能。常用于金属或树脂的硬度。不适于小范围或局部硬度的测定，也不适用于牙体组织和易碎材料的测定；由于钢球自身也会出现变形，不能测试布氏硬度在450以上的材料。 维氏硬度试验是用顶角为136的正四棱锥形金刚石为压石，以一定负荷压入被测材料表面，然后测量压痕对角线长度，计算出压痕面积，除负荷得到维氏硬度，符号是VHN，单位帕斯卡（Pa）。维氏硬度试验实质不存在压头形变问题，压痕清晰，测量精确，可测量硬度高的面积材料。显微硬度实质是负荷小与1kg的维氏硬度试验。一般使用的负荷为2200g，测试件加工有专门要求，可测试金属、陶瓷及脆性非金属材料。 努氏硬度试验也使用也使用四棱锥形金刚石为压头，一对顶角为172.5，另一对为130，和维氏压头相比要钝些。压痕浅但面积大。测量压痕面积的投影面积，除负荷得到努氏硬度，符号KHN，单位帕斯卡（Pa）。努氏硬度试验也可以进行显微硬度测试，可测量各类软硬材料。 洛氏硬度是用锥角为120的金刚石圆锥或直径为1.588mm的钢球，在材料表面，施加一定负荷，测量压痕的深度，然后换算成洛氏硬度值，符号PHV.压头类型不同，标度也不同，常用的标准有HRA、HRB、HRC三种。各种洛氏硬度不能比较。常用于测量金属或树脂。 肖氏硬度试验是一直动负荷试验，用一定质量的金刚石圆头或钢球，从一定高度落于测试材料表面，测量球的回弹高度来衡量材料的硬度，符号为HS。肖氏硬度值只能表示一些材料的硬度值，适用于对弹性模量相同的材料之间比较，常用与塑料和橡胶的测试。 从表1-7可看出，牙釉质和陶瓷是高硬度材料，未加填料的丙烯酸树脂是低硬度材料。 （五）应变-时间曲线 应变不但与应力有关，应变与加荷的时间也存在复杂的关系，这种关系可以用应变-时间曲线（strain-time curves）来描述。加荷时间越长或载荷越大，其形变越大。口腔修复体或充填物在长期使用过程中，会导致应变增加，甚至破坏。 蠕变是指材料在恒应力持续作用下，应变随时间不断增加的现象。该应力常常远远小于屈服应力。口腔用高分子化合物、合金等均会在咀嚼压力的作用下发生缓慢的塑性变形。特别是银汞合金的蠕变是其重要性能，规定蠕变值小于3%。（六）耐磨度 两个物体在一定的压应力的作用下，抵抗相互产生表面破坏的性能，也指材料抵抗磨耗的能力。口腔充填材料、修复材料的耐磨性能和其在口腔中的使用及保存有重要的影响。根据国家标准对银汞合金、复合树脂、基托树脂进行耐磨性能测试，银汞合金耐磨强度最大，基托树脂最小。（七）挠曲强度和挠度 口腔咀嚼是一个复杂的力学过程，修复体或充填材料承受的不是单纯的压力或拉力，而是多点受力。如图1-6，材料两端受切应力，中部中界面OO以上受压应力，以下受拉力应力。挠曲强度（flexure strength）又称变曲强度，是描述材料承受这样复杂应力下的性能。挠曲强度是反映复合树脂充填材料及义齿基托树脂机械性能的重要参数。 其检验方法如下：按照常规方法讲复合树脂制成矩形样式，按图1-7受力状态进行加荷，直至试样断裂，记录最大加荷值，按下式计算挠曲强度：-3FL/2BH式中：挠曲强度（MPa） F:最大加荷值（N） L:下加荷台两加荷点间的距离（mm）B：试样宽度（mm）H：试样高度（mm）挠度（deflection）是材料承受其比例极限内的应力所发生的弯曲形变，尽管挠曲强度和挠度都是衡量材料弯曲韧性的指标，但因挠曲强度反映的是材料在持续受力直至断裂时的强度，而在口腔中，修复体常常是受到比例极限内应力的反复作用下所产生的弯曲变形。所以挠曲能更精确地反映材料在口腔环境中的受力与弯曲变形情况。 （八）热应力 由于充填材料在牙齿硬组织热膨胀系数不一致，当温度升高或降低时，充填材料受到牙体组织的限制产生压应力和拉应力。口腔温度不断变化，充填体就不断经受这种交变应力的作用。这种由于温度变化产生的应力称为热应力。热应力长期作用的结果，充填体出现疲劳损伤，甚至出现裂纹。所以，充填材料的热膨胀系数应与牙体组织的热膨胀系数相接近。三、化学性能 由于唾液分泌、饮食等原因，口腔环境非常复杂温度、pH的变化很大，并不断受到各种物质的刺激作用，因此对空气材料的化学性能有很高的要求。理想的口腔材料应具有化学稳定性，即在口腔环境中不溶解、不腐蚀，主要成分保持稳定。 （一）腐蚀 材料与外界介质之间发生反应，而使材料被破坏或材料变质的现象，称为腐蚀（corrosion）。腐蚀对材料的影响表现为色泽改变和结构性能改变。最常见的腐蚀现象为金属及合金的腐蚀，主要分为化学腐蚀和电化学腐蚀。机械、物理或生物作用可加速腐蚀。 腐蚀类型有干腐蚀和湿腐蚀。干腐蚀为化学腐蚀，金属在空气中发生反应，表面产生氧化层，均匀、致密、稳定的氧化层起到保护作用，使腐蚀趋于停止;而疏松、不稳定的氧化层则致使下面的金属继续和空气接触，使腐蚀继续进行。湿腐蚀是指有水存在的腐蚀，如在潮湿的环境中，在唾液中等，金属和电解质溶液接触，产生类似原电池作用，造成金属腐蚀。腐蚀的形态可分为均匀腐蚀和局部腐蚀。均匀腐蚀是物质表面均受外界化学作用时迅速产生全面的腐蚀现象，也称全面腐蚀。有些腐蚀只发生在材料表面局部，但腐蚀可向材料深部发展，危害性较大。常见有孔蚀、晶间腐蚀、疲劳腐蚀、应力腐蚀、选择性腐蚀等。在口腔环境中，唾液、食物及其分解产物构成了腐蚀的环境条件，由于热处理或冷加工不当及咀嚼应力的作用，金属修复体容易发生腐蚀。腐蚀发生的初期阶段，主要为变色，修复体表面失去光泽，影响美观，同时其物理机械性能已受到影响，缩短其寿命。非金属材料也存在腐蚀现象，如用氢氟酸处理陶瓷表面，溶解某些成分，使表面产生微小孔隙，这属于化学腐蚀。这种处理可改善树脂类材料和陶瓷的粘结强度。（二）溶解 物体中原子和分子向周围移动的现象称为扩散。材料均匀地、稳定地分散在溶剂中的过程，称为溶解。材料在口腔环境中的溶解和吸附有利有弊，例如，玻璃离子水门汀释放出的氟离子可使牙齿产生氟磷灰石，起到防龋作用，而氢氧化钙水门汀的溶解有利于Ca2+的析出促进窝洞基底钙化和形成继发性牙本质；而磷酸锌水门汀凝固时释放的游离酸可刺激牙髓，出现牙髓炎症状，同时在唾液中的溶解使其机械性能下降，不宜作长期的充填材料。但过量地吸水和溶解都会使材料的机械性能下降，不宜作长期的充填材料。但过量地吸水和溶解都会使材料的机械性能下降直至丧失功能。 牙用的聚合物也会受到唾液和某些溶剂作用，出现吸收、溶胀现象，同时一些成分被溶解，使其性能下降，如软衬材料在唾液作用下变硬等。丙烯酸树脂有被单体溶胀、溶解的特性，在修复义齿时常先用单体溶胀修复面，然后再修复。（三）老化 材料在加工、贮存和使用中理化性质和机械性能变坏的现象，称为老化。口腔高分子材料容易产生老化，其本质是共价键破坏，分子链断裂，分子量降低，出现讲解，材料的性能明显下降。光、热、唾液、食物残渣、酶、微生物、咀嚼应力等各种因素均可导致口腔高分子材料老化。必须从材料的组成和结构进行改性，才能减缓老化速度，延长修复体的寿命。四、生物性能 口腔材料是用于人体的生物材料，良好的生物性能才能保证临床应用的安全有效。随着越来越多的材料应用于口腔临床，世界各国对口腔材料的生物学性能的研究越来越受到重视。1984年ISO/TC106制定了ISO/TR7405-1997“牙科学-用于牙科的医疗器械生物相容性临床前评价-牙科材料试验方法”国际标准。我国从1989年开始已相继制定了一套口腔材料生物评价医药行业标准。这些标准对口腔新材料的研制、开发和应用起到了重要的作用。随着现代生物化学、分子生物学和免疫学等学科的发展并应用于口腔材料的生物学评价，以后口腔生物学评价方法必将日臻完善，手段更加先进。 口腔材料生物性能应符合以下条件：(一)生物安全性生物安全性（biological safety） 是指口腔材料应用于人体口腔材料应用于人体后对无毒、无刺激、比致癌和不致畸变等。生物安全性是现代口腔材料的必备性能，是选择、生产口腔材料时首先要考虑的因素。评价材料生物安全性一般通过三类完成： 1、体外实验 采用体外组织细胞培养的方法，观察材料对细胞生长繁殖及形变的影响，评价材料的体外细胞毒性。常用的有细胞毒性实验、细胞代谢及细胞其他功能实验、屏蔽实验等。此类试验快速、规范，成本低，并与材料在体外的毒性作用有一定的相关性。但不能完全反映材料的生物安全性。 2、动物试验 通过动物试验来全面了解材料和机体之间复杂、完整的反应，有全身毒性试验、粘膜刺激试验、遗传学试验、植入试验等。 3、临床应用前试验 主要检测材料对拟使用部位组织的毒性作用。有牙髓牙本质刺激试验、盖髓及活髓切断试验、根管内应用试验和牙种植体骨内种植试验等。如果在试验人体进行就等同于临床试验，试验结果课得到材料的生物学性能的最终结论，难度也是最大的。（二）生物相容性 生物相容性（biocompatibility）通常是指在特定应用条件下，材料与宿主保持相对稳定而不被排斥的性质。又称为生物适应性和生物可接受性。它包含两方面的含义：即材料不对机体有害的物质，并且机体环境对材料也无不良影响（如对材料的破坏）。材料的生物相容性取决于材料与宿主或组织之间的反应，以及由此引起的生理、病理反应。生物相容性主要包括生物化学相容性、生物物理机械相容性、生物电学相容性三大方面。（三）生物功能性 口腔材料除具有生物安全性、生物相容性外，还应具有生物功能性（biofunctionality）。生物功能性是指材料在应用部位行使其各方面性能的特性，生物材料发挥作用和其生物功能性密切相关。生物功能性和材料与机体之间的亲和性有关。种植材料的表面特性影响组织的修复或恢复生理功能。材料的生物功能性还包括其力学性能与应用部位的力学性能相匹配。如种植体进行必要的表面处理，能和组织形成牢固的结合，而和该部位组织的弹性模量等协调，可保证力传导有较好的力学相容性，组织中的应力分布合理，防止组织产生不良的反应，使材料能长期在体内保持稳定，不对机体产生损伤和破坏，而且能承受各种静力和动力的作用，不断促进组织修复，发挥生物功能作用。同样，充填材料的热膨胀系数、弹性模量、硬度等和天然牙相近，才能有效发挥功能，保持稳定，比损坏天然牙或其他组织。